CN113768542B - 超声血流成像装置及超声设备 - Google Patents

超声血流成像装置及超声设备 Download PDF

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Abstract

本发明涉及图像处理技术领域，具体涉及一种超声血流成像装置及超声设备。其中，超声血流成像装置包括：存储器和处理器，存储器中存储有至少一条程序指令，处理器通过加载并执行至少一条程序指令以实现如下步骤：通过交织发射接收的方式发射超声脉冲，接收n个回波信号，n为大于1的整数；获取n个回波信号的差分信号d(t)；对n个回波信号进行幅值检测，得到每个回波信号的包络线，获取各个回波信号的包络线的和B(t)；根据d(t)和B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度；获取B模式超声回波数据；对B模式超声回波数据以及计算得到的血流成像模式的图像灰度强度进行扫描变换，根据转换结果显示超声图像。解决了现有技术中超声图像中存在伪影的问题。

Description

超声血流成像装置及超声设备
技术领域
本发明涉及图像处理技术领域，具体涉及一种超声血流成像装置及超声设备。
背景技术
在超声二维灰阶图像中，组织或器官根据反射体或成像点的散射强度以不同的灰阶水平进行成像。在二维灰度图像中，血管内的血液显示为黑色(无回声)，而血管壁显示为明亮边界。
为了增强灰度图像中的血细胞，可以提高发射的脉冲电平，进而使得红细胞的回声更强。然而，在增强红细胞的回声的同时，也会增强周围组织的回声，也即热噪声和组织信号也会增加，血流图像中会出现伪影。比如血管壁出现彩色。
彩色血流模式是二维超声图像中最常用的显示血流的模式。在彩色血流模式下，发射两组不同的发射信号，以便同时显示血流和周围组织。其中，一组发射信号用于灰度图像，另一组用于血流图像。当超声探头接收到来自两个发射信号的回波信号后，超声系统将分别对其进行处理，以形成灰度图像和血流图像。然后将血流图像叠加在灰度图像上，由系统生成单一的显示图像。
然而，在彩色血流模式中，由于使用长发射脉冲以及将灰度图像和血流图像叠加显示的方法，血管壁出现彩色、彩色覆盖组织以及明亮反射体上均会出现不同的彩色伪影，而如何去除伪影已经成为本领域技术人员在提高彩色血流图像时需要急需解决的问题。
发明内容
有鉴于此，本发明实施例提供了一种超声血流成像装置及超声设备，以解决现有方案中超声血流图像中会出现伪影的问题。
根据第一方面，本发明实施例提供了一种超声血流成像装置，所述装置包括：存储器和处理器，所述存储器中存储有至少一条程序指令，所述处理器通过加载并执行所述至少一条程序指令以实现如下步骤：
在血流成像模式下通过交织发射接收的方式发射超声脉冲，接收n个回波信号，n为大于1的整数；
获取n个回波信号的差分信号d(t)；
对所述n个回波信号进行幅值检测，得到每个回波信号的包络线，获取各个回波信号的包络线的和B(t)；
根据所述d(t)和所述B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度；
获取B模式超声回波数据；
对所述B模式超声回波数据以及计算得到的血流成像模式的图像灰度强度进行扫描变换，根据转换结果显示超声图像。
可选的，所述在血流成像模式下通过交织发射接收的方式发射超声脉冲，包括：
启动第j组接收线的发射和接收，j的起始值为1；
在第j组接收线接收完成后，将j+1,并立即执行所述启动第j组接收线的发射和接收的步骤。
可选的，所述根据所述d(t)和所述B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度，包括：
根据所述B(t)与预设阈值Nthold的大小关系，更新所述B(t)的数值；
根据所述d(t)和更新后的所述B(t)，计算所述血流成像模式的图像灰度强度。
可选的，所述根据所述B(t)与预设阈值Nthold的大小关系，更新所述B(t)的数值，包括：
若B(t)<Nthold，则将Nthold作为更新后的B(t)。
可选的，所述根据d(t)和更新后的B(t)，计算所述血流成像模式的图像灰度强度，包括：
所述血流成像模式的图像灰度强度为：
Figure BDA0002533619430000021
还可以进一步处理为：
Figure BDA0002533619430000022
可选的，所述对B模式超声回波数据以及计算得到的血流成像模式的图像灰度强度进行扫描变换，根据转换结果显示超声图像，包括：
将所述B模式超声回波数据和所述血流成像模式的图像进行组合，显示组合后的所述超声图像。
可选的，所述将所述B模式超声回波数据和所述血流成像模式的图像进行组合，显示组合后的所述超声图像，包括：
根据所述血流成像模式的图像的亮度与亮度阈值之间的大小关系，以及所述B模式超声回波数据，确定组合后的所述超声图像的亮度。
可选的，所述根据所述血流成像模式的图像的亮度与亮度阈值之间的大小关系，以及所述B模式超声回波数据，确定组合后的所述超声图像的亮度，包括：
获取B模式超声图像的亮度XB和血流成像模式的图像的亮度XS-Flow；
在XS-Flow≤thresholdS-Flow时，X＝XB；X为组合后的超声图像的亮度；
在Xs-Flow＞thresholdS-Flow，则X＝XS-Flow+αXB/256；α为系数；
其中，thresholdS-Flow为血流成像模式的最小亮度水平阈值。
可选的，α为以下其中之一：
α＝(256-(Xs-Flow-thresholdS-Flow))；
Figure BDA0002533619430000023
α＝255/(XS-Flow-thresholdS-Flow)。
可选的，所述对B模式超声回波数据以及计算得到的血流成像模式的图像灰度强度进行扫描变换，根据转换结果显示超声图像，包括：
根据所述B模式超声回波数据显示B模式超声图像；
根据所述血流成像模式的图像灰度强度显示血流图像。
可选的，所述方法还包括：
在获取所述n个回波信号和所述B模式超声回波数据时，交替得到B模式接收线和血流成像模式的接收线，直至得到完整的B模式图像和血流成像模式的图像。
可选的，所述方法还包括：
在获取所述n个回波信号和所述B模式超声回波数据时，交替得到一帧B模式图像和多帧血流成像模式的图像。
第二方面，提供了一种超声设备，所述超声设备包括第一方面所述的超声血流成像装置。
本申请通过在计算得到n个回波信号的差分信号d(t)以及各个回波信号的包络线的和B(t)之后，根据d(t)和B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度，进而在进行超声成像时根据B模式超声回波数据以及计算得到的图像灰度强度来显示超声图像；解决了现有技术中超声图像中存在伪影的问题；达到了可以消除由于组织运动闪烁和弱血流导致的图像中存在伪影的问题。
附图说明
为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本发明的一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明实施例提供的超声设备的结构框图。
图2为本发明实施例提供的超声血流成像方法的方法流程图。
图3为本发明实施例提供的交织发射超声脉冲时的示意图。
图4为使用现有方法得到的超声血流图像的示意图。
图5为本发明实施例提供的采用本实施例方法得到的超声血流图像的示意图。
具体实施方式
下面结合具体附图和实施例对本发明作进一步说明。
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
为了便于理解，先对本申请的相关技术做简单介绍。本申请的方案应用于超声设备中，如图1所示，该超声设备包括：
波形发生器：用于产生数据信号，以便脉冲发生器根据该数据信号产生发射脉冲。
发射波束合成器：用于实现电子聚焦和控制多阵元超声探头的声束。并针对每个阵元适当地延迟发送的信号，以使得发射器信号同时到达目标并在目标处产生最高声强，也即获取最强回波信号。
脉冲发生器：用于产生发射脉冲。
T/R开关：发射接收开关，用于控制超声探头当前处于发射模式或者接收模式。
超声探头：由压电元件、连接器和支撑结构组成。超声探头在发射模式中将电能转换成机械能，产生的机械波向介质传播。在接收模式中，接收反射的机械波形并由超声探头转换成电信号。
TGC增益：控制放大器增益随探测深度的增加而加大，以补偿超声信号随传播距离的衰减。
模数转换器：用于将模拟信号转换成数字信号。
接收波束合成器：与发射波束合成器类似，用于实现电子聚焦和控制多阵元超声探头的声束。并通过对接收到的回波应用适当的延迟，以实现线性叠加来自多个阵元的回波信号，实现最高灵敏度。
匹配滤波器：和发射编码相匹配的滤波器实现编码的压缩。
横向滤波器：用于对接收到的信号做距离旁瓣抑制。
第一处理单元：用于实现加法、减法或者绕过功能。其中，绕过是指信息流直接进入下一功能模块。
内存：用于缓存数据，比如，缓存接收到的回波信号，或者经过处理之后的回波信号。实际实现时，内存可以为易失性内存(英文：volatile memory)，例如随机存取内存(英文：random-access memory，缩写：RAM)；内存也可以包括非易失性内存(英文：non-volatile memory)，例如快闪内存(英文：flash memory)，硬盘(英文：hard disk drive，缩写：HDD)或固态硬盘(英文：solid-state drive，缩写：SSD)；内存还可以包括上述种类的内存的组合。
帯通滤波器：用于从接收到的信号中选择过滤出期望的频带。
幅值检测器：用于检测得到接收到的信号的幅值。
第二处理单元：用于执行加法和绕过功能。
对数压缩器：用于对接收到的信号做对数运算。
第三处理单元：用于执行减法或者绕过功能。
扫描转换/显示：用于执行数据转换，进而做超声图像的展示。
请参考图1，在B模式中，波形发生器产生所需的宽带脉冲，脉冲在进入脉冲发生器之前会被发射波束合成器适当延迟。之后脉冲发生器将产生高压脉冲并将其发送到超声探头。在B模式接收中，超声探头的回波信号首先被TGC(Time Gain Compensate，时间增益补偿)放大，然后通过模/数转换器转换成数字信号，之后通过接收波束合成器将数字信号延迟并相加。波束合成可以是一条接收线，也可以是多条接收线。对于基波B模式图像，波束合成后的数据将直接进入带通滤波器，也即图中第一处理单元实现绕过功能(本实施例所述的绕过功能是指跳过本单元进入下一单元继续处理)，波束合成后的数据直接进入帯通滤波器。对于组织谐波图像，会有两个相位相反的发射脉冲，来自第一个脉冲的波束合成数据将存储在内存中，当来自第二个脉冲的波束合成数据出现时，系统将两次的波束合成数据相加也即图1中第一处理单元实现加法功能，这样，两个波束合成数据的基波信号将被消除，二次谐波信号将被相加，二次谐波信号的总和将进入带通滤波器，带通滤波器处理后的信号经过扫描变换处理。
对于血流成像模式，波形发生器将根据预定的码序列生成编码脉冲，通常是二进制相位码，例如巴克(Barker)码或Golay对码。编码脉冲在进入脉冲发生器之前会被发射波束合成器适当延迟。之后，脉冲发生器将产生高压编码脉冲并将其发送到超声探头。从超声探头接收到的回波信号将首先被TGC放大，然后通过模/数转换器转换成数字信号。由于发射的脉冲被编码，探头接收到的回波信号中含有编码信息，即编码回波信号。这些数字化的编码回波信号将通过接收波束合成器延迟和相加。
其中，当编码序列为巴克码时，波束合成数据的脉冲压缩(或解码)过程将由一个匹配滤波器和一个横向滤波器完成。匹配滤波巴克码的RSL(Range Sidelobe，距离旁瓣)电平比主峰低几分贝，因此，设置一个横向滤波器将RSL降低到30分贝或更低，也即横向滤波器实现距离旁瓣抑制。解码后的信号可以存储在内存中，也可以通过第一处理单元进行加法、减法或绕过。当发送编码序列选择为Golay对码时，单独发送一对Golay码，波束形成数据的脉冲压缩过程将是一个匹配滤波器匹配和求和的过程。第一个Golay编码的波束合成数据将被匹配滤波并存储在内存中。第二个Golay编码的波束合成数据将与内存中的第一个数据进行匹配、滤波和求和。因为求和处理将抵消RSL，所以横向滤波器将被绕过。使用巴克码具有单次发射的优点，但需要额外的滤波器来抑制RSL。使用Golay对码将完全取消RSL，但需要两次发射而减慢帧频。
在经过第一处理单元的加法、减法或绕过之后，对B模式和血流成像模式下的回波信号进行帯通滤波，帯通滤波器将回波信号保持在所需的频带内并抑制频带外的噪声，有助于提高信噪比，然后通过去除载波频率来计算回波信号的振幅，检测到的幅值可以存储在内存中，也可以通过第二处理单元求和。之后，将处理后的数据通过第二处理单元并将输出存储在内存中，当然还可以通过第三处理单元做减法/绕过处理。在经过上述处理并得到B模式超声回波数据和血流成像模式数据之后，即可对B模式超声回波数据和血流成像模式数据进行扫描变换并传输到显示器进行显示。
在本文的各个实施例中，第一处理单元、第二处理单元和第三处理单元可以分别对应于处理器，也可以至少两个处理单元对应于一个处理器，本实施例对此并不做限定。
请参考图2，其示出了本申请一个实施例提供的超声血流成像方法的方法流程图，用于图1所示的超声设备中，如图2所示，所述方法包括：
步骤101，在血流成像模式下通过交织发射接收的方式发射超声脉冲，接收并保存n个回波信号；
超声设备根据血流速度设置连续两次发射之间的脉冲重复时间PRT为τ。最小PRT(τmin)等于一次发送和接收所需的时间。通常，为了检测得到缓慢的血流运动，比如血液从主要血管进入小动脉和毛细血管，或者，在检测静脉血流时，τ需要增加进而使得多普勒频移信号的相位从一个脉冲到下一个脉冲的变化可以测量。然而简单的增加τ会导致超声图像的帧频变慢信噪比降低，因此，请结合图3，本实施例通过交织发射的方式发射脉冲信号。
超声探头启动第一组接收线的第一次发射和接收。每组接收线数i，i≥1,等待时间τmin后，第一组接收线接收完成。超声探头将为第二组接收线启动发射和接收过程，而无需等待τ的时间。超声探头将重复此操作，直到完成第m组接收线的第一次发射和接收。之后，超声探头将启动第一组接收线的第二次发射和接收，它将一直持续到第m组的第二次发射和接收完成。此过程将持续到第m组接收线组的第n次发射和接收。之后超声探头将移动到第(m+1)组接收线，并采用以上类似的发射接收方式重复交织过程。
回波信号为e(t)＝A(t)cos(w0t)。其中，w0是脉冲的角频率，A(t)是包络信号。在连续发射n个超声脉冲时，n个超声脉冲的回波信号分别为e1(t)、e2(t)、…、en(t)。
实际实现时，由于发射超声脉冲之后，可能会存在损失，无法接收到回波信号，因此，本实施例中发射的超声脉冲的数量可能大于接收到的回波信号的数量，对此并不做限定。
步骤102，获取n个回波信号的差分信号d(t)；
在n为2时，
Figure BDA0002533619430000061
在n为3时，
Figure BDA0002533619430000062
其中，c为声速，τ为脉冲重复时间，v为移动目标沿波束方向的移动速度，此处A(t)为包络信号，用于显示目标组织的反射或散射强度。
在n＝2时，在发射两次编码脉冲之后，可以接收到两个波束形成的回波信号e1(t)和e2(t)。其中，在经过TGC增益和模数转换之后，参考上述描述，在使用巴克码做编码发射时，回波信号将经过匹配滤波器滤波以及横向滤波器做距离旁瓣抑制，而在使用Golay编码发射时，回波信号将只经过匹配滤波器滤波而直接绕开横向滤波器，在e1(t)经过上述处理之后，将被存储在内存中。此后，e1(t)在经过帯通滤波器滤波之后，通过幅值检测得到|e1(t)|，并存储在内存中。当e2(t)经过上述处理后，第一处理单元通过从内存中调用e1(t)来执行减法e1(t)-e2(t)，也即得到d(t)，在计算得到d(t)之后，将d(t)存储在内存中。
在n＝3时，超声探头发射三次编码脉冲，并接收三个波束形成的回波e1(t),e2(t)和e3(t)。当e1(t)经过处理之后，将被存储在内存中，同时在经过帯通滤波器滤波之后进行幅值检测，得到|e1(t)|，存储在内存中。当e2(t)经过处理之后，结合图1，第一处理单元通过从内存中调用e1(t)来实现e1(t)-2e2(t)，并将之存储在内存中，同时，在e2(t)经过帯通滤波器滤波之后进行幅值检测，得到|e2(t)|。当e3(t)经过处理并经过帯通滤波器和幅值检测之后，第一处理单元将e3(t)与内存中的e1(t)-2e2(t)相加，以实现e1(t)-2e2(t)+e3(t)的二阶滤波，得到d(t)。
步骤103，对n个回波信号进行幅值检测，得到每个回波信号的包络线，获取各个回波信号的包络线的和B(t)；
在n＝2时，
Figure BDA0002533619430000076
在n＝3时，B(t)≈3A(t)；
实际实现时，在n＝2时，当e1(t)经过处理之后，将被存储在内存中。在得到e2(t)之后，将e2(t)经过帯通滤波器滤波并进行幅值检测，变成|e2(t)|。结合图2，第二处理单元将|e2(t)|与存储在内存中的|e1(t)|相加得到|e1(t)|+|e2(t)|，进而得到B(t)。
类似的，在n＝3时，当e1(t)经过处理之后，将被存储在内存中，同时进行幅值检测，得到|e1(t)|，存储在内存中。当e2(t)经过处理之后，e2(t)经过帯通滤波器滤波并进行幅值检测，得到|e2(t)|，并存储在内存中。在得到e3(t)之后，将e3(t)经过帯通滤波器滤波并进行幅值检测，变成|e3(t)|，然后第二处理单元将内存中的|e2(t)|与|e1(t)|相加得到|e1(t)|+|e2(t)|，|e1(t)|+|e2(t)|将再次存储在内存中。第二处理单元将|e3(t)|与内存中的|e1(t)|+|e2(t)|相加得到|e1(t)|+|e2(t)|+|e3(t)|。
步骤104，根据d(t)和B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度；
本步骤包括：血流成像模式下图像的灰度强度
Figure BDA0002533619430000071
为，
Figure BDA0002533619430000072
由上述描述可知，血流成像模式下的回波信号灰度强度与A(t)无关，因此，通过上述获取方式可以消除由于A(t)引起的组织运动闪烁和弱血流问题。
可选的，在计算
Figure BDA0002533619430000073
时，还可以对
Figure BDA0002533619430000074
做对数压缩，根据对数压缩后的数值来表征图像灰度强度。
Figure BDA0002533619430000075
也即在n＝2时，通过第三处理单元得到血流模式的图像灰度强度log(|e1(t)-e2(t)|)-log(|e1(t)|+|e2(t)|)。在n＝3时，通过第三处理单元得到血流模式的图像灰度强度log(|e1(t)-2e2(t)+e3(t)|)-log(|e1(t)|+|e2(t)|+|e3(t)|)。
以上仅以通过上述方式来计算血流成像模式的图像灰度强度来举例说明，实际实现时，本步骤包括：
第一，根据所述B(t)与预设阈值Nthold的大小关系，更新所述B(t)的数值；
在n＝2时，|e1(t)|+|e2(t)|对应于预设阈值Nthold，在B(t)<Nthold时，B(t)将替换为Nthold；同理，在n＝3时，若B(t)<Nthold，则将B(t)替换为Nthold。通过设置上述预设阈值，可以抑制B模式超声中的噪声，防止噪声被放大并显示在血流模式图像中。
第二，根据所述d(t)和更新后的所述B(t)，计算所述血流成像模式的图像灰度强度。
在更新B(t)之后，即可根据d(t)与更新后的B(t)计算S-Slow的图像灰度强度，其具体计算方式如上所述，在此不再赘述。
另外，以上仅以n＝2或3来举例说明，实际实现时，在n为更大的数值时，可以采用上述类似的计算方式计算，在此不再赘述。
步骤105，获取B模式超声回波数据；
超声设备还可以通过超声探头发射脉冲，进而得到B模式超声回波数据。由于B模式和血流成像模式的发射脉冲的需求不同，B模式和血流成像模式数据将被不同的获取和处理，也即可以通过不同的序列脉冲得到B模式超声回波数据和血流成像模式的回波。比如，可以交替得到B模式接收线和血流成像模式接收线，直到得到一张完整的B模式图像和血流成像模式的图像；当然，实际实现时，还可以交替得到一帧B模式图像和一帧血流成像模式的图像，并且为了得到更高的血流成像模式的帧频，可以交替得到一帧B模式图像和多帧血流成像模式的图像。
实际实现时，在得到B模式超声回波数据时，可以得到谐波数据，也可以是基波数据，本实施例对此并不做限定。
步骤106，对B模式超声回波数据以及计算得到的血流成像模式的图像灰度强度进行扫描变换，根据转换结果显示超声图像。
实际实现时，B模式超声和血流成像模式的图像可以单独显示，也可以并排显示，当然，还可以组合显示。本实施例以获取到B模式超声回波数据和血流成像模式的图像数据之后，将两者组合在一起进行显示来举例说明，此时，该步骤包括：将所述B模式超声回波数据和所述血流成像模式的图像进行组合，显示组合后的所述超声图像。实际实现时，将两者图像组合的方式包括：根据所述血流成像模式的图像的亮度与亮度阈值之间的大小关系，以及所述B模式超声回波数据，确定组合后的所述超声图像的亮度。
具体的：
第一，获取B模式超声图像的亮度XB和血流成像模式的图像的亮度XS-Flow；
第二，在XS-Flow≤thresholdS-Flow时，X＝XB，X为组合后图像的亮度；其中，thresholdS-Flow为血流成像模式的最小亮度水平阈值，低于thresholdS-Flow的信号都被视为非血流成像模式信号。
第三，在XS-Flow＞thresholdS-Flow，则X＝XS-Flow+αXB/256，其中，α可计算为以下其中之一：
(a)α＝(256-(XS-Flow-thresholdS-Flow))；
(b)
Figure BDA0002533619430000081
(c)α＝255/(XS-Flow-thresholdS-Flow)。
请参考图4，其示出了使用现有方法得到的超声血流图像，结合图4可知，得到的超声血流图像不够平滑存在一定程度的伪影；然而，请参考图5，其示出了本实施例所述方法得到的超声血流图像，本实施例所述方法得到的超声血流图像明显更加光滑，在很大程度上消除了伪影。
综上所述，本实施例提供的超声血流成像装置，通过在计算得到n个回波信号的差分信号d(t)以及各个回波信号的包络线的和B(t)之后，根据d(t)和B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度，进而在进行超声成像时根据B模式超声回波数据以及计算得到的图像灰度强度来显示超声图像；解决了现有技术中超声图像中存在伪影的问题；达到了可以消除由于组织运动闪烁和弱血流导致的图像中存在伪影的问题。
同时，在本实施例中计算图像灰度强度时，通过计算两者对数值的差值的方式来计算图像灰度强度，达到了在消除伪影的同时，通过简单的减法运算来实现，处理复杂度较低的效果。
本实施例还提供了一种超声装置，所述装置包括：存储器和处理器，所述存储器中存储有至少一条程序指令，所述处理器通过加载并执行所述至少一条程序指令以实现以上所述的超声血流成像方法。
本实施例还公开了一种超声设备，该超声设备包括以上所述的超声血流成像装置。
本发明实施例还提供了一种非暂态计算机存储介质，所述计算机存储介质存储有计算机可执行指令，该计算机可执行指令可执行上述任意方法实施例中的超声血流成像方法。其中，所述存储介质可为磁碟、光盘、只读存储记忆体(Read-Only Memory，ROM)、随机存储记忆体(Random Access Memory，RAM)、快闪内存(Flash Memory)、硬盘(Hard DiskDrive，缩写：HDD)或固态硬盘(Solid-State Drive，SSD)等；所述存储介质还可以包括上述种类的内存的组合。
虽然结合附图描述了本发明的实施例，但是本领域技术人员可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下作出各种修改和变型，这样的修改和变型均落入由所附权利要求所限定的范围之内。

Claims (9)

1.一种超声血流成像装置，其特征在于，所述装置包括：存储器和处理器，所述存储器中存储有至少一条程序指令，所述处理器通过加载并执行所述至少一条程序指令以实现如下步骤：
在血流成像模式下通过交织发射接收的方式发射超声脉冲，接收n个回波信号，n为大于1的整数；
获取n个回波信号的差分信号d(t)；
对所述n个回波信号进行幅值检测，得到每个回波信号的包络线，获取各个回波信号的包络线的和B(t)；
根据所述d(t)和所述B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度；
获取B模式超声回波数据；
对所述B模式超声回波数据以及计算得到的血流成像模式的图像灰度强度进行扫描变换，根据转换结果显示超声图像；
所述根据所述d(t)和所述B(t)计算血流成像模式的图像灰度强度，包括：
根据所述B(t)与预设阈值Nthold的大小关系，更新所述B(t)的数值；
根据所述d(t)和更新后的所述B(t)，计算所述血流成像模式的图像灰度强度；
所述根据d(t)和更新后的B(t)，计算所述血流成像模式的图像灰度强度，包括：
所述血流成像模式的图像灰度强度为：
Figure FDA0003778086360000011
或者，
所述血流成像模式的图像灰度强度为：
Figure FDA0003778086360000012
2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述在血流成像模式下通过交织发射接收的方式发射超声脉冲，包括：
启动第j组接收线的发射和接收，j的起始值为1；
在第j组接收线接收完成后，将j+1,并立即执行所述启动第j组接收线的发射和接收的步骤。
3.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述根据所述B(t)与预设阈值Nthold的大小关系，更新所述B(t)的数值，包括：
若B (t)<Nthold，则将Nthold作为更新后的B(t)。
4.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述对B模式超声回波数据以及计算得到的血流成像模式的图像灰度强度进行扫描变换，根据转换结果显示超声图像，包括：
将所述B模式超声回波数据和所述血流成像模式的图像进行组合，显示组合后的所述超声图像；
或者，
根据所述B模式超声回波数据显示B模式超声图像；根据所述血流成像模式的图像灰度强度显示血流图像。
5.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，所述将所述B模式超声回波数据和所述血流成像模式的图像进行组合，显示组合后的所述超声图像，包括：
根据所述血流成像模式的图像的亮度与亮度阈值之间的大小关系，以及所述B模式超声回波数据，确定组合后的所述超声图像的亮度。
6.根据权利要求5所述的装置，其特征在于，所述根据所述血流成像模式的图像的亮度与亮度阈值之间的大小关系，以及所述B模式超声回波数据，确定组合后的所述超声图像的亮度，包括：
获取B模式超声图像的亮度XB和血流成像模式的图像的亮度XS-Flow；
在XS-Flow≤thresholdS-Flow时，X＝XB；X为组合后的超声图像的亮度；
在XS-Flow＞thresholdS-Flow，则X＝XS-Flow+αXB/256；a为系数；
其中，thresholdS-Flow为血流成像模式的最小亮度水平阈值。
7.根据权利要求6所述的装置，其特征在于，α为以下其中之一：
α＝(256-(XS-Flow-thresholdS-Flow))；
Figure FDA0003778086360000021
α＝255/(XS-Flow-thresholdS-Flow)。
8.根据权利要求1至7任一所述的装置，其特征在于，所述装置 还包括：
在获取所述n个回波信号和所述B模式超声回波数据时，交替得到B模式接收线和血流成像模式的接收线，直至得到完整的B模式图像和血流成像模式的图像；
或者，
在获取所述n个回波信号和所述B模式超声回波数据时，交替得到一帧B模式图像和多帧血流成像模式的图像。
9.一种超声设备，其特征在于，所述超声设备包括如权利要求1至8任一所述的超声血流成像装置。
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Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113768542B (zh) * 2020-06-10 2022-11-08 无锡祥生医疗科技股份有限公司 超声血流成像装置及超声设备
CN115919362B (zh) * 2023-03-15 2023-05-30 深圳英美达医疗技术有限公司 超声成像系统的伪像去除方法、装置、设备及存储介质

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0454943A (ja) * 1990-06-26 1992-02-21 Toshiba Corp 超音波診断装置
US5363849A (en) * 1994-01-26 1994-11-15 Cardiovascular Imaging Systems, Inc. Enhancing intravascular ultrasonic blood vessel image
US6419632B1 (en) * 1999-03-30 2002-07-16 Kabushiki Kaisha Toshiba High resolution flow imaging for ultrasound diagnosis
CN106102588A (zh) * 2015-09-06 2016-11-09 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声灰阶成像系统及方法

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4265126A (en) 1979-06-15 1981-05-05 General Electric Company Measurement of true blood velocity by an ultrasound system
JPS61100237A (ja) * 1984-10-23 1986-05-19 株式会社東芝 超音波診断装置
JP2557410B2 (ja) * 1987-09-22 1996-11-27 株式会社東芝 超音波ドプラ血流イメージング装置
US5282471A (en) * 1991-07-31 1994-02-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic imaging system capable of displaying 3-dimensional angiogram in real time mode
US5609155A (en) * 1995-04-26 1997-03-11 Acuson Corporation Energy weighted parameter spatial/temporal filter
US5833613A (en) * 1996-09-27 1998-11-10 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic diagnostic imaging with contrast agents
US5860931A (en) * 1997-10-10 1999-01-19 Acuson Corporation Ultrasound method and system for measuring perfusion
JP4116143B2 (ja) * 1998-04-10 2008-07-09 株式会社東芝 超音波診断装置
US6306091B1 (en) * 1999-08-06 2001-10-23 Acuson Corporation Diagnostic medical ultrasound systems and methods utilizing estimation of 3-dimensional rigid body transformation
US6978876B1 (en) * 1999-09-07 2005-12-27 Otis Elevator Company Step for escalator
JP4377495B2 (ja) * 1999-10-29 2009-12-02 株式会社東芝 超音波診断装置
JP2001212144A (ja) * 2000-01-31 2001-08-07 Toshiba Corp 超音波診断装置及び超音波画像化方法
US6749569B1 (en) * 2003-01-07 2004-06-15 Esaote S.P.A. Method and apparatus for ultrasound imaging
JP4504004B2 (ja) 2003-12-17 2010-07-14 株式会社東芝 超音波診断装置
WO2006088094A1 (ja) * 2005-02-17 2006-08-24 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 超音波ドプラ血流計
JP4956210B2 (ja) 2007-02-05 2012-06-20 株式会社東芝 超音波診断装置
CN101336830B (zh) * 2007-07-03 2012-07-04 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 用于超声诊断成像的正交多普勒信号间隙填充方法与装置
CN102429684B (zh) 2010-09-28 2013-10-09 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种多普勒彩色血流成像方法和装置
JP2012139489A (ja) * 2010-12-16 2012-07-26 Toshiba Corp 超音波診断装置及びその制御方法
CN104143047B (zh) 2014-07-21 2017-08-11 华北电力大学（保定） 血管内超声灰阶图像的自动组织标定方法
CN113768542B (zh) * 2020-06-10 2022-11-08 无锡祥生医疗科技股份有限公司 超声血流成像装置及超声设备

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0454943A (ja) * 1990-06-26 1992-02-21 Toshiba Corp 超音波診断装置
US5363849A (en) * 1994-01-26 1994-11-15 Cardiovascular Imaging Systems, Inc. Enhancing intravascular ultrasonic blood vessel image
US6419632B1 (en) * 1999-03-30 2002-07-16 Kabushiki Kaisha Toshiba High resolution flow imaging for ultrasound diagnosis
CN106102588A (zh) * 2015-09-06 2016-11-09 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声灰阶成像系统及方法

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